體外自動除顫器阻抗補償技術綜述

祁琦，葛劍徽，余明，張廣，陳鋒

1.中國人民解放軍軍事科學院 系統工程研究院 衛勤保障技術研究所，天津 300000；2.中國人民解放軍聯勤保障部隊 無錫聯勤保障中心 藥品儀器監督檢驗站，江蘇 南京 210000

引言

體外自動除顫器（Automated External Defibrillator，AED）是自20世紀80年代末開始提供給院前發病現場電除顫的急救設備[1]，電除顫成功的目的是輸送足夠的電流以停止纖維性顫動，恢復心臟的自發循環[2]（Return of Spontaneous Circulation，ROSC）。經胸阻抗（Transthoracic Impedance，TTI）是影響除顫的關鍵因素之一，一般在20～200 Ω，除顫能量需要經過TTI的衰減后才能到達心臟[3-5]。除顫器在向患者施加除顫能量時需要排除TTI不同造成的負面影響。阻抗補償技術是指除顫儀根據患者的測量阻抗實時調整輸出波形的幅度、形狀或者波形的脈沖寬度的技術，是除顫儀施加有效除顫的重要技術保證[6]。在AED阻抗補償領域，國內外許多AED制造商都提出了獨有的阻抗補償技術，在阻抗補償技術發展初期，大多數阻抗補償技術都是以補償除顫能量為目的設計的。隨著對于除顫作用于人體機理的探索，隨后出現了以補償除顫電流為目的的阻抗補償策略[7]，但現有的阻抗補償策略在補償目標、補償精準度等方面仍有不足。本文回顧了阻抗補償技術的發展史并分類型介紹了主流AED的阻抗補償策略，隨后分析了現有阻抗補償策略的不足，最后對未來阻抗補償策略改進的方向提出了幾點設想，對AED阻抗補償技術發展研究具有一定參考意義。

1 基本介紹

1.1 AED

心臟性猝死是指急性癥狀出現1 h內發生以意識喪失為特征、由心臟原因導致的自然死亡，死亡的時間與形式都在意料之外[8]。85%的成人心臟性猝死是因心室顫動（Ventricular Fibrillation，VF）所致，早期電除顫被認為是救治心臟性猝死最重要的關鍵性治療[9]。早期電除顫的時機是治療VF的關鍵，每延遲1 min，心臟性猝死的生存率以7%～10%遞減。事發后1 min內除顫生存率能達到70%，5 min的生存率只有50%，7 min的生存率僅有30%，9～11 min的生存率為10%，12 min后為2%～5%[10]。AED與傳統除顫器不同之處在于，AED具有自動心律分析能力與語音提示操作功能，可以供受過訓練的非專業人員使用[11]。AED可以減小從發生室顫到搶救的時間，從而大大提高患者的生存率。目前，AED包括兩類除顫波形：單相波和雙相波，不同的波形對能量的需求有所不同。單相波是以單方向釋放電流，雙相波的電流在一個特定的時限內是正向的，而在剩余的數毫秒內其電流方向改變為負向[12]。研究表明，雙相波除顫較之單相波除顫更為安全有效[13]。

1.2 阻抗補償技術

成功的除顫需要向心臟輸送足夠電流和持續時間的短暫電脈沖來終止心室顫動。除顫器能量選擇的目的是輸送足夠的電流以停止纖維性顫動，恢復心臟的ROSC，同時限制電擊誘發心肌損傷的風險[14-15]。除顫效果受許多因素影響，包括TTI[16-23]、波形形態、充電電壓、輸送的電流和能量、波形持續時間、負向與正向的比率。在這些變量中，大量研究表明，除顫的效果和電擊導致的心臟損傷風險主要取決于輸送的能量和電流的大小。AED的能量選擇應是能夠終止室顫的最低能量，能量和電流過低則無法終止心律失常，能量和電流過高則會導致心肌損害[24]。TTI是影響ROSC的關鍵因素，ROSC似乎依賴于大部分心肌的去極化[25]，而能量必須經過TTI衰減之后才能到達電敏感心肌纖維。TTI越高，到達心臟的電流越少，雖然高幅值電流電擊可確保心肌去極化，但它可能會對心臟組織造成損傷[26]，所以TTI決定了除顫能量的大小及除顫波形的選擇[27]。影響TTI的因素有：電極的類型和大小、電極板和皮膚間的接觸狀態、呼吸的時相、放電次數和時間間隔等[28-31]。1988年，Kerber等[32]對347例患者進行了室顫或房顫或室性心動過速電擊治療，結果表明加大能量可以明顯提升高TTI患者的ROSC率，認為除顫器應依據患者TTI不同進行相應的能量調整[32]，首次提出了阻抗補償的概念，隨后逐漸發展演化為現在的阻抗補償技術。

2 阻抗補償的目標

自出現阻抗補償技術以來，各個品牌的除顫器都基于自身技術提出了不同的阻抗補償方案，但對于阻抗補償效果的評價方式卻一直沒有定論。雖然TTI是決定除顫能量的主要決定因素，但是對于除顫所需能量水平的描述應有一個理想的閾值，并且理想的除顫閾值描述參數應該保持恒定不變，不受變化的TTI所影響。所以，理想的除顫閾值描述參數是阻抗補償的目標，探究理想的除顫閾值描述參數是比較不同阻抗補償技術優劣、評價阻抗補償效果好壞的基礎。自除顫技術誕生以來，對理想的除顫閾值描述參數的探究從未停止。出于當時技術條件考慮，除顫器自誕生至今一直以能量作為除顫劑量的描述單位。在阻抗補償技術出現以前，盡管患者之間的能量閾值存在顯著差異（與體重無關）[33-36]，但一致的建議是向所有患者提供固定的能量劑量[37]。然而，這種基于能量的除顫方法可能導致向TTI低的患者輸送過大的電流，而向TTI高的患者輸送過小的電流。隨后研究表明，相較于除顫能量而言，除顫時體重標準化電流（1 A/kg）[38]是更好的除顫閾值描述參數[39]，但此研究對臨床影響很小，因為對于基于能量的除顫方法來說，1 A/kg的除顫劑量顯然會導致電流劑量明顯過大。

1987年，Lerman等[40]在動物實驗中發現，與能量和電壓作為除顫閾值描述參數相比，電流作為除顫閾值描述參數更為合適，在TTI的變化過程中，電流閾值的變化要遠小于能量閾值和電壓閾值的變化，提出了可以設計一種基于電流的除顫器的新思路[40]。次年他立即做了實驗進行驗證，他將86個室顫患者分為兩組，實驗組施加基于電流的除顫，第一次、第二次和第三次及以后除顫的劑量分別為25、25、40 A，對照組施加基于能量的除顫，第一次、第二次和第三次及以后除顫的劑量分別為200、200、360 J，實驗得出：基于電流除顫相較于基于能量除顫而言，兩者具有相當的ROSC率，但前者會向患者傳輸更低的峰值電流和更低的能量，結果顯示了基于電流除顫器的優越性[41]。

上述結果均在單相波除顫的條件下得出，隨著雙相波除顫以其明顯的優勢逐漸取代單相波除顫后，對除顫閾值描述參數的探索仍在進行。研究表明，ROSC并不主要取決于除顫能量水平，而更多地取決于流經心臟的電流[42-45]。多項實驗室研究表明，除顫電流與存活率的增加正相關，與除顫能量和除顫峰值電壓相比，除顫電流有更強的除室顫后ROSC的預測能力，是更佳的除顫結果預測因子[46]?？傊噍^于除顫能量，除顫電流是更為理想的除顫閾值描述參數，對ROSC也有更佳的預估能力，這表明，應鼓勵開發基于電流的雙相除顫器，阻抗補償策略也應以補償除顫電流變化為目標。

盡管基于電流的除顫理念已經被評估用于單相除顫，研究也表明劑量選擇從基于能量的除顫轉變為基于電流的除顫是未來的發展方向，但用基于電流的雙相除顫器代替基于能量的雙相除顫器將是一個非常昂貴的提議，制造商的折中解決方案可能是在新的除顫器設計中增加電流作為除顫劑量的選擇功能，而能量仍然是目前臨床上用于選擇當前雙相波除顫治療劑量的唯一參數[16]。所以，對于仍以能量作為除顫劑量單位的雙相波除顫器而言，應制定科學有效的阻抗補償策略，該策略應基于“電流是理想的除顫閾值描述參數”這一理念進行設計，以補償除顫電流的變化為目標，得到最優的阻抗補償效果。相關研究表明基于除顫電流設計的阻抗補償策略更適用于高TTI患者的除顫，能夠有效提高ROSC率[7]。

3 主流AED的阻抗補償策略

基于以上研究，各個AED制造商都設計研發了自己的阻抗補償技術，我們選取了三家比較主流的AED制造廠商：飛利浦（Philips）、日本光電（NIHON KOHDEN）和卓爾（Zoll），下面分別具體介紹他們的阻抗補償技術。（注：圖表均來自各公司阻抗補償技術專利）

3.1 Philips阻抗補償技術

荷蘭Philips公司在其公司生產的AED上應用其獨創的阻抗補償技術，該技術主要包含高阻抗補償和低阻抗補償兩部分[47]，該技術利用TTI變化會導致除顫能量衰減速度差異的特性，通過設置正向放電期間的閾值電壓和閾值時間等參數，控制正向放電時間隨著TTI的變化而調整，從而達到阻抗補償的目的。

3.1.1 高阻抗補償原理

在高阻抗補償設計模塊中，Philips采用預設恰當的閾值時間（tTHRESH）和閾值電壓（VTHRESH）來對除顫過程的正向除顫階段的時長進行延長，以實現面對高TTI患者時，能依據患者TTI大小適當增加除顫能量以達到有效除顫的目的。圖1為高阻抗補償邏輯框圖，具體過程為：在正向電壓除顫的過程中，第一輪判斷衰減時間是否達到tTHRESH，若是則進行第二輪判斷：判斷正向電壓是否小于VTHRESH，若是則在tTHRESH處立即停止正向除顫，除顫波形如圖2a所示；若正向電壓不小于VTHRESH，則返回第二輪判斷，直至正向電壓小于VTHRESH時，立即停止正向除顫，除顫波形如圖2b所示。

圖1 高阻抗補償邏輯框圖

圖2 高阻抗補償波形示意圖

3.1.2 低阻抗補償原理

在低阻抗補償設計模塊中，Philips采用預設恰當的tTHRESH和VTHRESH來對除顫過程的正向除顫階段的時長進行縮短，以實現面對低TTI患者時，能依據患者TTI大小適當減少除顫能量以達到避免損傷的目的。圖3為低阻抗補償邏輯框圖，具體過程為：在正向電壓除顫的過程中，第一輪判斷衰減時間是否達到tTHRESH，若是則立即停止正向除顫，除顫波形如圖4a所示；若未達到則進行第二輪判斷，判斷正向電壓是否小于VTHRESH，若是則在該處立即停止正向除顫，除顫波形如圖4b所示，若正向電壓不小于VTHRESH，則返回第二輪判斷。

圖3 低阻抗補償邏輯框圖

圖4 低阻抗補償波形示意圖

3.1.3 阻抗補償原理

Philips阻抗補償原理綜合了以上兩部分，通過調節正向除顫時間改變除顫能量從而進行阻抗補償，具體過程如下：高阻抗補償技術針對高TTI患者除顫，當TTI增大時，電壓衰減減緩，則高阻抗補償技術可適當延長正向持續時間以確保有效；低阻抗補償技術針對低TTI患者除顫，當TTI減小時，電壓衰減加快，則低阻抗補償技術可適當縮短正向持續時間以避免過強的刺激造成損傷。Philips公司的除顫產品阻抗補償原理綜合以上兩種補償思路，其邏輯框圖如圖5所示。

圖5 Philips公司阻抗補償策略

3.2 NIHON KOHDEN阻抗補償技術

日本光電公司也有其獨創的阻抗補償技術[48]，該技術是根據檢測患者TTI的不同，調整正向除顫電壓增益和負向除顫波形以達到阻抗補償的目的。

3.2.1 除顫器充放電原理

日本光電的阻抗補償技術基礎電路如圖6所示。其中，116為微處理器，115為充電電路，104為儲能電容，開關驅動電路124/125/126分別控制開關101/102/103通斷，二極管117/118/108/109的功能均為防止產生反向電流，111為保護電阻，113為患者，下面簡要介紹該電路主要工作過程。

圖6 日本光電雙相波電路圖

（1）儲能電容104充電過程主要為：微處理器116收到充電指令后，116輸出控制信號至開關驅動電路124/125/126，控制101/102/103保持斷開狀態，隨后116輸出控制信號123至充電電路115，115收到指令后開始向儲能電容104充電。

（2）正向激勵過程如圖7所示，具體為：除顫器面板的除顫按鈕被按下后，微處理器116接到除顫指令，116便輸出控制信號至開關驅動電路124/125/126，控制101/102保持閉合、103保持斷開狀態，儲能電容104上的電能通過圖7所示回路正向傳遞到至患者113，開始正向激勵過程，同時116通過電壓檢測電路114實時檢測電容104的放電過程，當電容104兩端電壓下降至結束電壓值時，116再次輸出控制信號至開關驅動電路124/125/126，控制101/102保持斷開、103保持閉合狀態，正向激勵結束。

圖7 正向激勵示意圖

（3）負向激勵過程具體為：開關102始終保持斷開，開關103始終保持閉合，微處理器116通過開關驅動電路119控制開關101按照一定時序通斷，儲能電容104中的能量通過電感105和電容106最終釋放至患者，產生負向激勵，微處理器通過控制開關按一定時序通斷，來保證負向激勵的電壓曲線和電流曲線與微處理器內置參考電壓曲線和參考電流曲線相一致。最后，微處理器根據預定協議終止能量釋放過程，控制開關101保持斷開狀態，負向激勵過程結束。

3.2.2 阻抗補償原理

日本光電除顫器的阻抗補償功能基于圖8所示電路完成，相較于上文中完成充放電的基本電路增加了以下模塊：133為增益開關電路，140為數模轉換電路，141為內置ROM，142為誤差放大器，143為脈寬調制電路。

圖8 阻抗補償原理圖

日本光電阻抗補償功能主要是通過調節正向激勵期間的除顫能量來實現，具體為：在除顫開始之前，微處理器116控制開關101/102/103處于斷開狀態，此時高頻微電流電路163就通過電極112a/113a向患者發送一個高頻微電流，微處理器通過檢測高頻微電流通過人體后產生的反饋信號175計算出患者的TTI，通過TTI的大小，微處理器又確定出一系列參數用以阻抗補償，參數主要包括：正向激勵末電壓V1t，負向激勵的末電壓V2t和正向激勵電壓的增益倍數，增益倍數信號136傳遞至增益開關電路133，增益開關電路133按照此增益倍數控制充電電路115對儲能電容104充能，充能完成后開始正向激勵，電壓檢測電路114檢測到電容104兩端電壓衰減至正向激勵末電壓V1t時停止正向激勵。

負向激勵具體為：電壓檢測電路114將檢測到的104兩端電壓信號137傳遞至誤差放大器142，141中存儲的參考電壓曲線經140數模轉換為電壓信號138后傳遞至誤差放大器142，142比較信號137與信號138，控制輸出脈沖信號139至119來控制開關101通斷時序，來保證負向激勵期間的104兩端電壓按照電壓參考曲線進行變化，電壓檢測電路114檢測到電容104兩端電壓衰減至負向激勵末電壓V2t時停止負向激勵。

3.3 Zoll阻抗補償技術

美國Zoll公司于1999年提出雙相方波（Rectilinear Biphasic Waveform，RBW）技術[49]，該技術是根據檢測患者TTI的不同，為保證患者接受到相近的除顫電流水平，實時調整電路內置補償電阻的大小以達到阻抗補償的目的，實現除顫電流的阻抗補償。

3.3.1 電阻補償電路

雙相方波通過圖9所示電路實現：20為儲能電容，22為充電電路，46為微處理器，48為“H”型電橋，50為可變電阻電路，64為感應電流測量電路。電路工作基本過程為：首先，微處理器46控制充電電路22向儲能電容20充能，同時控制可變電阻電路50的總阻值置于最大，通過電橋48中的開關通斷，儲能電容20向人體釋放一個較小的感應激勵，微處理器46通過感應電流測量電路64測量感應電流大小計算人體阻抗，并根據測得的阻抗大小選擇相應的阻抗補償方案；然后，微處理器46通過控制電橋內開關30/32/34/36/38/40按時序通斷以產生雙相的除顫電流，在正向激勵的過程中，可變電阻電路50根據預定的阻抗補償測量實時變換補償阻抗，實現阻抗補償功能，其中正負向激勵時長在微處理器46的控制下恒定不變。

圖9 Zoll雙相波電路圖

3.3.2 阻抗補償原理

下面以TTI為50 Ω為例簡要說明阻抗補償原理：感應激勵階段，微處理器測得患者TTI為50 Ω后，通過查詢內置阻抗補償方案，選定40 Ω＜Rpat＜60 Ω時的補償阻抗匹配策略（表1），由表可見：0.00～0.25 ms階段為感應電流階段，此時補償阻抗置于最大值70 Ω；0.25～1.5 ms階段，補償阻抗為30 Ω；1.5～3 ms階段，補償阻抗調節為20 Ω；3～4.5 ms階段，補償阻抗調節為 10 Ω；4.5～6 ms階段，補償阻抗調節為0直至除顫結束。

表1 補償阻抗匹配表(40 Ω＜Rpat＜60 Ω)

圖10為50 Ω TTI除顫波形圖，其中：正向電流時長為6 ms，負向電流時長為4 ms，正負向切換段時長為0.1 ms，以上時長恒定不變。由圖可見，正向激勵階段進行了三次明顯的補償阻抗調節，分別為30 Ω至20 Ω、20 Ω至10 Ω、10 Ω至0，補償阻抗的變化減小了正向除顫電流的衰減，針對50 Ω的較小TTI，該方法在減小除顫電流的同時保證了正向除顫電流的相對恒定不變。

圖10 50ΩTTI除顫波形圖

3.4 討論

根據以上對于三個品牌的AED阻抗補償策略的闡述，總結分析如下：

相同點方面：三個品牌的阻抗補償策略都是針對雙相波除顫所設計，且都是基于相同的出發點，即既要保證有效除顫，又要盡量減少除顫帶來的附加傷害。

不同點方面：首先體現在設計思路上，三個品牌的AED的阻抗補償策略設計的思路有所不同：Philips和日本光電的AED屬于基于除顫能量的阻抗補償策略，Philips的AED通過延長正向波形持續時間的方法提供相對恒定的除顫能量，從而補償TTI變化，日本光電的AED通過增加電壓和延長正向波形持續時間的方法提供相對恒定的除顫能量，從而補償TTI變化；而Zoll的AED屬于基于電流的阻抗補償策略，通過變化的補償電阻序列和固定的除顫時長來產生相對恒定的除顫電流，從而補償TTI變化，同時通過在正向波形期間不斷切換補償電阻使得正向除顫電流也相對保持恒定，這都是基于電流所設計的特性。

三個品牌的AED的阻抗補償策略實現方式上也有所不同，具體表現在：① 阻抗測量方面有所不同。Zoll與日本光電的AED均在除顫之前測量了患者的TTI，用于后面的阻抗補償，而Philips的AED并沒有測量患者的TTI，而是利用除顫能量在不同阻抗值的患者體內衰減速度不同的特性進行阻抗補償；② 阻抗補償策略的實時特性有所不同。由于上一點的差異，導致卓爾與日本光電的AED的阻抗補償策略基于測得的除顫前TTI大小，除顫過程中TTI大小的變化不會改變阻抗補償策略，故不具有實時特性，而Philips的AED則是根據除顫過程中的患者TTI大小實時進行調整，具有實時特性；③ 阻抗補償實現的方法有所不同。Philips的AED主要通過設置閾值電壓與閾值時間的方式實現阻抗補償，日本光電的AED主要通過根據阻抗值設置增益倍數的方式實現阻抗補償，而卓爾的AED主要通過根據阻抗值設置補償電阻的方式實現阻抗補償；④ 阻抗補償針對的參數也不相同。Philips的AED主要對正向波形時長進行調整，卓爾的AED主要對正向波形的幅值進行調整，而日本光電的AED對于正向波形的幅值與時長都有一定的限制。

4 不足與展望

4.1 現有阻抗補償策略的不足

隨著電流優于能量作為除顫劑量單位的理念逐步深入，基于除顫電流的阻抗補償策略是未來阻抗補償發展的方向，目前來講，Zoll的阻抗補償策略是基于除顫電流所設計的阻抗補償策略的代表，而很多品牌仍然在沿用基于除顫能量的阻抗補償策略。2003年的一項研究比較了使用不同電波形的六種市售除顫器，6種市售除顫器都具有阻抗補償功能，發現雖然這些波形在低阻抗值時除顫率相當均勻，但在高阻抗值時有顯著變化。該研究的結論是，盡管在雙相波除顫器中有阻抗補償方案，但阻抗對除顫療效仍有影響[50]，這表明現有阻抗補償方案仍沒有完美解決除顫中不同TTI的匹配問題，現有阻抗補償策略的不足之處主要表現在以下幾個方面：

首先，對人體來講，除顫電流在除顫過程中的具體作用機理仍未完全知曉，對于不同阻抗水平患者的最佳除顫電流或最佳除顫電流水平仍不明確。前期對于電流是除顫關鍵因素的探究主要是在動物實驗上進行，近年也有學者對除顫峰值電流在除顫過程中的具體作用機理以及ROSC的最佳峰值電流水平進行了研究，結果表明心室顫動患者ROSC的最佳峰值電流似乎在10～20 A的范圍內，心臟驟停的時間越長則需要越大的除顫電流，為了防止在低TTI患者上產生過大的峰值電流，第一次除顫可以考慮提供相對較低的10～15 A峰值電流，如果無法ROSC，可以考慮將峰值電流提高到15～20 A[51]。但此研究僅將患者阻抗分為低中高三個組進行分析，得出的結果也較為簡單，沒有得到不同TTI水平下的最佳電流水平，不足以指導下一步的阻抗補償技術發展。Zoll的除顫器阻抗補償策略是以電流是除顫關鍵因素的思路進行設計，但在我們測試中發現Zoll的除顫器在不同阻抗水平下的除顫電流變化雖小于其他基于能量的阻抗補償策略除顫器，但該電流值也并不穩定，在低TTI的條件下會產生較大的電流，需要在進一步探究適宜人體的最佳電流水平的基礎上繼續加以改進。

其次，電流是除顫關鍵因素的理念是我們設計阻抗補償策略的基礎，同時多項研究表明，對于高TTI患者，延長除顫時間和增加除顫能量能明顯提高除顫成功率[32,52-54]，而Zoll的阻抗補償策略雖是基于電流設計，但通過我們對其產品進行實測發現，Zoll的阻抗補償策略在高TTI水平時能量衰減較大，這可能是因為其正向波形持續時間和負向波形持續時間均為定值所致，這不利于對高TTI患者施加有效的除顫，可能會對高TTI患者的ROSC率造成影響。

最后，現有的阻抗補償策略許多都是將TTI劃分為若干個階段，每個階段設計對應的阻抗補償方案，但這樣做的問題在于每個TTI區間的范圍仍比較大，高能量模式下對TTI大小的區分則更為簡單，在同一區間患者的TTI相差較大，但阻抗補償方案則完全一致，阻抗補償的精準度較低，仍有給予患者不適宜的除顫電流和除顫能量的風險。

4.2 未來阻抗補償策略的構想

首先，進一步探究除顫電流在除顫過程中的具體作用機理是改進阻抗補償策略的基礎，適宜人體的最佳電流水平以及最佳電流按照TTI 的分布是設計未來阻抗補償策略的關鍵?；陔娏鞯淖杩寡a償策略是未來的發展方向，這需要不同TTI水平下的最佳電流水平作為理論基礎，這樣便可以定量地對各TTI水平下的阻抗補償方案進行修正，有助于完善基于電流的阻抗補償策略，也是評判阻抗補償策略效果優劣的重要依據。

其次，在以上探究完成前，現有的基于電流的阻抗補償策略也可以進一步完善。Zoll基于電流的阻抗補償策略在高TTI水平時有較大的能量衰減，這不利于高TTI患者接受到有效的除顫，可以考慮在保持其現有的電流水平的基礎上，在高TTI時適當延長正向激勵時間和負向激勵時間，以達到彌補能量衰減的目的。具體實現方法可以考慮借鑒Philips除顫器阻抗補償策略中根據TTI不同實時調節激勵時長。與此同時，TTI區間的范圍也應適當縮小，精細劃分TTI區間有助于避免給予患者不適宜的除顫電流和除顫能量，更進一步提高阻抗補償精準度，提高阻抗補償實效。

5 結語

本文首先介紹了AED及阻抗補償技術的基本知識，對阻抗補償的理論基礎進行了簡要闡述，討論了除顫的劑量描述應是除顫電流而不是除顫能量，從而得出基于補償除顫電流的阻抗補償技術應是阻抗補償技術未來發展的方向，隨后分別詳細介紹了三種市售主流AED的阻抗補償技術的設計思路、電路原理、實現方式，其中Philips和日本光電兩家公司的AED阻抗補償技術是以補償除顫能量為目的的阻抗補償策略的代表，而以補償除顫電流為目的的阻抗補償策略的代表則是Zoll的阻抗補償技術。隨后，通過簡要的對比分析，結合產品實測的結果可以得到，現有的基于除顫電流的阻抗補償策略仍有許多不足，包括對高TTI患者的除顫能量衰減過大、阻抗補償精準度不夠高等問題。最后，針對現有問題，本文提出了幾點建議，對未來阻抗補償技術的發展有一定參考意義。